利用磁性纳米颗粒处置对象的治疗设备 【技术领域】
本发明涉及利用磁性颗粒的加热处置对象的治疗设备及计算机程序产品。背景技术 来自聚焦超声换能器的超声可以被用于选择性地处置身体内部区域。 超声波以高 能机械振动的形式传播。这些振动在受到阻尼时诱发组织加热， 并且它们还可以引起空化 作用。组织加热和空化作用均可以被用来在临床环境下破坏组织。然而， 与空化作用相比， 利用超声加热组织更易于控制。超声处置可以被用来消融组织和选择性杀灭癌细胞区域。 这项技术已经被应用于子宫肌瘤的处置， 且已减少了对子宫消融程序的需求。
为了选择性地处置组织， 聚焦超声换能器可以被用于将超声聚焦在特定的处置体 积上。换能器通常安装在能传播超声的介质 ( 例如脱气水 ) 内。然后利用致动器来调整超 声换能器的位置， 从而调整正接受处置的组织区域。 然而， 经常不可能将超声束聚焦在骨和 组织的边界附近以及空气和组织的边界附近。这妨碍了对身体的很多区域的超声处置。例
如利用标准换能器阵列将组织从前列腺上消融和对肺部肿瘤进行处置。
US2008/0045865 号美国专利申请公开了将纳米颗粒暴露于电磁辐射 ( 不包括射 频辐射 ) 中以诱导气泡的方案。然后患者暴露于超声环境中， 所述超声诱导气泡的空化作 用且在纳米颗粒附近产生热量。 发明内容
如独立权利要求所述， 本发明提供了一种用于处置对象的治疗设备以及计算机程 序产品， 所述计算机程序产品包括由用于处置患者的治疗设备执行的可执行指令集。本发 明的实施例在从属权利要求中给出。
磁共振成像 (MRI) 扫描仪利用大的静磁场来对准原子的核自旋以产生对象体内 的图像。磁场中的感应梯度和射频 (RF) 电磁波被用来操纵自旋的取向。这项技术也被称 作磁共振 (MR)。
计算机断层扫描 (CT) 是指利用 X 射线对患者的三维图像的构建。高强度聚焦超 声 (HIFU) 是指聚焦超声在热或机械消融肿瘤上的应用。
磁性纳米颗粒是具有永久性或感应的磁偶极矩的纳米颗粒。 磁性纳米颗粒可以通 过布朗弛豫 (Brownian relaxation) 以及通过尼尔弛豫 (Néel relaxation) 在对象中受到 加热。在布朗弛豫中， 随着磁场改变， 磁性纳米颗粒的物理取向变化引起加热。在尼尔弛豫 中， 加热不是因为纳米颗粒正在自旋而发生， 而是因为偶极矩的取向正在变化而发生。 在尼 尔弛豫中， 在纳米颗粒内发生加热， 并且热量被传给周围介质。 磁性纳米颗粒可以利用时变 磁场来加热。时变磁场可以通过线圈产生。时变磁场也可以是电磁场的磁性部分。
对象中磁性纳米颗粒的浓度可以利用磁共振成像来检测， 因为磁性颗粒可影响其 附近的质子的自旋取向。也可以利用磁性颗粒成像 (MPI) 直接检测和定量测量磁性纳米颗 粒的浓度。磁性颗粒的磁化是作用于其上的磁场的函数。超过阈值场强， 磁性颗粒的磁化达到饱和， 且磁场量级的进一步增大不会引起进一步的磁化。通过使用外磁场和建立被足 以迫使任何磁性颗粒达到饱和的磁场区域包围的低磁场区域， 使磁性颗粒成像起作用。低 磁场区域内的任何磁性颗粒将根据磁性颗粒的浓度调制电磁波。在饱和场区域， 磁性颗粒 已完全饱和， 并且将不再调制电磁波。 可以构建磁场梯度线圈来控制低场区域的空间位置。 这项技术可以被用于构建对象内的磁性纳米颗粒的局部浓度的三维图像。
磁性纳米颗粒局部浓度成像所使用的相同效果也可被用于选择性加热磁性纳米 颗粒。在聚焦磁性颗粒治疗 (FMPT) 中， 磁场梯度线圈被用于施加磁场， 以使零磁场或低磁 场区域在空间上被具有足以使任何磁性纳米颗粒完全达到饱和的磁场的区域包围。然后， 向对象施加时变磁场。低场区域中的磁性颗粒通过布朗和 / 或尼尔弛豫被加热， 而周围区 域中的磁性颗粒未被加热。
近来， 高强度聚焦超声在肿瘤热消融上的应用已得到显著关注， 特别是在与磁共 振成像结合的情况下， 作为一种温度监测的手段及一种有效确保在靶标体积中达到细胞死 亡临界温度并另一方面确保消融体积超出该体积的量不多于期望容限 ( 保护重要器官 ) 的 手段。这种方法已被美国食品药品监督管理局批准用于子宫肌瘤的消融， 并且被考虑用于 消融在肝、 乳房、 前列腺甚至脑中的固体肿瘤。然而， 它的聚焦能力受到超声侵入人体的局 限性的限制， 所述局限性例如为肺结节 ( 肺中的空气阻止超声侵入 ) 和前列腺局限性病变 ( 骨盆骨阻止从前方侵入， 迫使利用聚焦能力有限的小型换能器经直肠或尿道接近 )。同 样对于诸如用于子宫肌瘤和考虑用于肝部肿瘤的大型换能器阵列， 焦点限于约 1.5mm×5mm 的雪茄状体积 ( 其中雪茄指向远离换能器阵列的方向 )。
纳米颗粒的 RF 激励可以被用于局部加热组织以导致细胞死亡。聚焦方法包括将 纳米颗粒靶向到肿瘤蛋白质上， 以及借助适当选择的 RF 天线施加聚焦。这两种方法均面临 同样的问题， 即： 除非颗粒被直接注入肿瘤中 ( 即， 经静脉注射颗粒 )， 否则它们在肿瘤中的 浓度不允许产生足以杀灭肿瘤细胞的热量。
即使采用直接注射 ( 其为有创方法 )， 也需要应用高度聚焦的 RF 激励。可借助被 称为聚焦磁性颗粒治疗的新方法来实现这种聚焦， 所述方法利用梯度磁场建立极小的点， 在所述点中 RF 激励能够使得颗粒加热。 所有其他位置上的颗粒处于饱和， 因此将不对 RF 激 励作出反应。这种方法涉及一种被称作磁性颗粒成像的新成像方法。所谓 “无场点” ( 其是 通过此方法可获得的最小焦点 ) 可以被做成各向同性或球形的， 具有约为 1mm 的直径。根 据方案， 热扩散可能导致最小消融体积的略微扩大。
本发明的实施例结合了高强度聚焦超声法的优越加热能力与聚焦磁性颗粒治疗 的优越聚焦能力， 因而还消除了两者的缺点， 即： 高强度聚焦超声的聚焦劣势， 以及由低颗 粒浓度导致的聚焦磁性颗粒治疗不能产生足够的热量。
在结合磁共振成像的混合系统中， 所述磁共振成像模态可被用于对三维温度分布 进行成像， 一方面允许检验高强度聚焦超声引起的温度抬升是否足够大， 以使局部聚焦磁 性颗粒治疗的 “温度增长” 至超出细胞死亡温度， 另一方面允许检验温度抬升是否得到了足 够的限制， 使得健康区域只是经历可逆的无损温升。磁共振成像还可以在为了杀灭局部细 胞使用聚焦磁性颗粒治疗使靶标体积中的温度进一步升高时， 监测该温度， 从而允许检验 是否已实现所计划的治疗效果。 另外， 磁共振成像可以被用于解剖结构的实时成像， 从而允 许检测和跟踪肿瘤运动和变形。这种信息可以被用于改变聚焦磁性颗粒治疗焦点， 并确保其保持聚焦在靶标的正确部位上。在一个实施例中， 还可以通过能够测量温度变化的超声 系统实现三维温度监测和靶标成像的功能。
在另一实施例中， 该系统包括将系统的聚焦磁性颗粒治疗部分扩展成完整的磁性 颗粒成像系统。这允许在实施治疗之前对颗粒的三维生物分布进行成像， 作为剂量规划的 基础。在本文中， 额外的优点是磁性颗粒成像本身就是定量的， 即直接测量颗粒浓度。
在另一实施例中， 高强度聚焦超声用于将包含待消融病变的大组织体积加热至正 好低于细胞死亡阈值的温度。这只需要有限的聚焦能力， 因为在靶标体积之外的作用区域 中的加热将是可逆的， 在这些区域上将不会出现细胞损伤。然后为了将定义非常精确的体 积中的温度提高阈值之上， 同时使用聚焦磁性颗粒治疗， 从而消融精确定义的靶标区域。 现 在可以通过在整个靶标体积上以连续的方式移动聚焦磁性颗粒治疗的焦点来逐区域地消 融靶标体积， 从而消融整个靶标体积 ； 或者对于局部颗粒浓度足够高的情况， 所述焦点可以 扫过靶标体积， 可以通过间歇性地有效加热这些区域 ( 其中整个靶标体积的温度最终被升 高至阈值之上 )， 从而消融整个靶标体积。
本发明的实施例允许热消融肿瘤， 并且具有 ：
- 由于聚焦磁性颗粒治疗的良好聚焦而获得空前的几何精确度 ； - 借助磁共振温度映射实时监测和检验剂量递送 ；
- 实时靶标成像以及靶标运动和变形检测 ；
- 将该信息实时反馈给电子聚焦控制器 ； 以及
- 对用于剂量规划的三维纳米颗粒生物分布的直接量化。
相比于像近距放射治疗和质子束治疗这样的其他局限性治疗方法， 本发明的实施 例允许在肿瘤复发时重复进行治疗， 从而允许保守疗法， 这对于诸如前列腺癌的癌症治疗 而言是重要的。
本发明的实施例可以用于治疗超声甚至未聚焦的超声束能够到达的所有肿瘤。
本发明的实施例在处置前列腺癌方面具有以下优点 ：
- 有处置分布于复杂几何结构中的多个小病变的能力 ：
- 有处置高强度聚焦超声不能精确聚焦的肿瘤 ( 因为经直肠或经尿道换能器阵列 的限制 ) 的能力 ；
- 有处置位于靠近重要结构 ( 例如直肠和膀胱壁、 神经束， 其受损将损害患者的生 活质量 ) 的肿瘤的能力 ； 以及
- 有重复处置病变复发的能力， 这些病变如果只按照监视计划进行监测， 则可能随 着时间一个个恶化。
本发明的实施例还可有利于处置肺部肿瘤 ( 其表现为多个相对较小的结节 )、 靠 近脊髓的肿瘤及颅内肿瘤。
本发明的实施例提供一种用于处置对象的治疗设备， 其包括 ： 第一加热装置， 其适 于加热所述对象的第一区域 ； 第一控制装置， 其控制由第一加热装置引入第一区域中的功 率， 使得该功率保持低于阈值 ； 以及颗粒加热装置， 其适于利用时变磁场加热对象的第二区 域内的磁性纳米颗粒。第一区域包括第二区域。
该实施例是有利的， 因为热疗是消融组织或破坏肿瘤的有效途径。诸如高强度聚 焦超声的技术的缺点在于 ： 由于难以正确引导和聚焦超声， 因此这些技术不能在邻近重要
解剖结构或者骨结构附近或者在肺中使用。该实施例描述了第一加热装置， 该装置用于将 对象的第一区域的温度升高至较高温度， 但该温度不足以高到引起细胞死亡。
对象的第一区域可以通过各种不同的方式来加热。例如使用超声、 电磁辐射 ( 例 如无线电波 )、 红外线辐射、 或者微波。这些技术均可用于加热对象的大块区域。
在各实施例中， 第一控制装置可以利用计算机、 微控制器、 微处理器、 微处理器阵 列、 数字电子线路、 模拟电子线路、 适于控制控制信号的机械调节器、 开关、 和 / 或继电器来 实现。
在实施例中， 颗粒加热装置包括磁体。在各实施例中， 磁体可以包括超导磁体、 永 磁体、 电磁体、 和 / 或用于产生磁场的独立线圈。在一个实施例中， 颗粒加热装置被结合到 磁共振成像系统中， 并且利用电磁体产生用于磁共振成像的磁场的至少一部分。 理想地， 电 磁体可以在不采集磁共振成像数据时关闭， 使得能够更容易产生进行磁性颗粒成像和 / 或 聚焦磁性颗粒成像所必需的低磁场区域或零磁场区域。在本发明的一个实施例中， 颗粒加 热装置包括用于产生具有梯度的磁场分量的线圈和功率源。 这就允许产生低磁场区或零磁 场区并且控制其位置。在一个实施例中， 颗粒加热装置包括在第二区域中产生射频电磁场 的射频产生器。射频电磁场的磁分量加热磁性纳米颗粒。在另一实施例中， 利用线圈和适 于产生时变电流的功率源在第二区域中产生时变磁场。在该实施例中， 时变磁场加热磁性 纳米颗粒。 在一个实施例中， 第一加热装置可实施为高强度聚焦超声单元 (HIFU)。在另一实 施例中， 第一加热装置实施为不进行超声聚焦的超声源。 在另一实施例中， 第一加热装置具 有适于将来自射频产生器的射频辐射引向第一区域的天线。在另一实施例中， 第一加热装 置实施为将微波能量引向第一区域的微波源。
在另一实施例中， 第一加热装置实施为对组织进行加热的红外光源。这种红外源 可以被用来在处置乳房肿瘤过程中对组织进行加热。
在另一实施例中， 阈值被选择成由于超声加热装置引起的第一区域中的温度升高 不导致细胞死亡。 另外， 第二区域包括至少一个热疗区， 至少一个热疗区的磁性纳米颗粒的 浓度足以在磁性纳米颗粒受到磁性颗粒加热装置加热时引起导致细胞死亡的温度升高。
这一实施例是有利的， 因为磁性纳米颗粒难以在肿瘤附近形成高浓度。第一加热 装置先将热疗区及周围组织的温度升高至不导致细胞死亡的温度， 然后利用颗粒加热装置 额外加热第二区域内的任何磁性纳米颗粒。这引起热疗区中的温度升高， 然后升高的温度 可引起细胞死亡。
在另一实施例中， 第一加热装置适于利用下列方式之一加热对象的第一区域 ： 超 声、 红外辐射、 电磁辐射、 射频波、 或者微波。这是有利的， 因为超声、 射频波、 或者微波都可 以被用于加热对象的相对较大的体积， 或者它们可以被用于加热对象的聚焦区域。这给内 科医生在治疗选择上提供了很大余地。
在另一实施例中， 颗粒加热装置对第二区中的磁场进行调制， 使得该磁场利用以 下机制之一加热磁性纳米颗粒 ： 布朗弛豫、 尼尔弛豫、 或者布朗弛豫和尼尔弛豫的组合。在 布朗弛豫中， 磁性纳米颗粒的物理取向发生变化。纳米颗粒的物理取向变化使颗粒及其周 边组织或流体受到加热。 在尼尔弛豫中， 不是通过改变颗粒的物理取向， 而是通过改变颗粒 的磁矩取向来产生加热。这两种机制通过改变磁场来形成， 并且处于主导地位的机制取决
于变化磁场的频率。也可能存在布朗弛豫和尼尔弛豫均用于加热颗粒的过渡区域。
这一实施例是有利的， 因为这种变化的磁场在空间上可控， 并且可用于精确加热 期望的纳米颗粒。
在另一实施例中， 超声加热装置为高强度聚焦超声单元。 这一实施例是有利的， 因 为高强度聚焦超声可被用于相对精确地消融组织。 高强度聚焦超声单元的超声换能器可以 被设计成提供精良的聚焦并直接消融组织， 或者被设计成加热仍然获得相对聚焦的较大区 域。这一实施例也是有利的， 因为该单元可以被设计成加热诸如前列腺的区域。
在另一实施例中， 颗粒加热装置还包括适于利用聚焦磁性颗粒治疗加热磁性纳米 颗粒的磁场产生装置。该装置还包括用于控制颗粒加热装置的第二控制装置， 并且第二控 制装置适于控制第二区域的位置。 第二控制装置适于接收用于规划对对象的处置的规划数 据， 并且该治疗设备适于利用规划数据执行治疗。第二和第一控制装置可以利用单个控制 装置来实现。 第二控制装置可以利用计算机、 微控制器、 微处理器、 微处理器阵列、 数字电子 线路、 模拟电子线路来实现。第二控制装置和 / 或第一控制装置可以包括计算机程序产品。
这一实施例是有利的， 因为聚焦磁性颗粒治疗可以被用于加热定义非常精确的体 积中的磁性纳米颗粒。这允许非常精确地控制加热哪些磁性纳米颗粒。内科医生利用医学 扫描仪 ( 例如 3D X 射线系统、 CT 系统、 正电子断层摄影系统、 单光子发射计算断层摄影扫 描仪、 3D 超声成像系统或磁共振成像系统 ) 可以提供解剖图像和规划疗程， 从而规划这一 疗法。然后， 第二控制装置适于接收这种规划数据并利用这种规划数据执行治疗。 在实施例中， 磁场产生装置包括磁体。在各实施例中， 磁体可以包括超导磁体、 永 磁体、 电磁体、 和 / 或用于产生磁场的线圈。在一个实施例中， 颗粒加热装置被结合到磁共 振成像系统中， 并且利用电磁体产生用于磁共振成像的磁场的至少一部分。 理想地， 电磁体 可以在不采集磁共振成像数据时关闭， 使得能够更容易地产生进行磁性颗粒成像和 / 或聚 焦磁性颗粒成像所必需的低磁场区或零磁场区。
在另一实施例中， 磁场产生装置还适于利用磁性颗粒成像获取成像区内的医学图 像数据。成像区包括第一区域， 且第二控制装置适于利用医学图像数据产生规划数据。
这一实施例是有利的， 因为磁性颗粒成像允许非常精确地确定磁性纳米颗粒在对 象内的定量局部分布。在规划治疗中， 知道磁性纳米颗粒相对于对象的解剖结构的定量局 部分布是有用的。解剖数据可以利用 MRI 扫描仪、 正电子断层摄影扫描仪、 单光子发射计算 断层摄影扫描仪、 3D X 射线成像系统、 3D 超声成像系统或计算机断层摄影扫描仪获取， 然后 与从磁性颗粒成像中获得的医学图像数据进行比较。
在另一实施例中， 治疗设备还包括适于获取成像区内的医学图像数据的磁共振成 像系统。成像区包括第一区域， 第二控制装置适于利用医学图像数据产生规划数据。这一 实施例是有利的， 因为磁共振成像数据包括对于规划对对象的处置有用的解剖信息。磁共 振成像提供了非常详细的解剖信息， 而磁性颗粒成像提供了与磁性纳米颗粒在对象内的局 部分布有关的非常详细的信息。因此， 这两种成像模态对于规划对对象的处置而言是非常 具有互补性的。
在另一实施例中， 磁共振成像系统适于利用磁共振温度测量法获取温度数据。该 医学图像数据包括温度数据， 并且第一控制单元适于利用该医学图像数据限制第一区域中 的温度。第二控制单元适于利用该医学图像数据控制第二区域中的温度。这一实施例是有
利的， 因为磁共振温度测量法可以被用于对对象内的温度作详细的实时测量。这可被用于 非常精确地控制对对象的处置。
在另一实施例中， 该治疗设备适于以周期间隔获取医学图像数据。该治疗设备适 于利用医学图像数据识别对象内的靶标区域的位置。 靶标区域可以利用公知的图像分割技 术来识别。第二控制装置适于利用靶标区域的位置和形状产生实时规划数据。这可以利用 以软件实现的器官形状和变形模型来实现。这种模型可以被训练， 以至于它们能够利用实 时规划数据基于整个器官或其靶标区域的运动和 / 或变形调整第二区域的位置。这种实施 例的优点是该治疗设备可以被用于解释当对象移动时发生的变化。 这使得治疗设备的控制 更为精确和精密。
在另一实施例中， 治疗设备用于处置下列肿瘤中的任何一种 ： 眼睛中的肿瘤、 脑中 的肿瘤、 神经束中的肿瘤、 脊髓中的肿瘤、 肺中的肿瘤、 前列腺中的肿瘤、 眼睛附近的肿瘤、 脑附近的肿瘤、 神经束附近的肿瘤、 肺附近的肿瘤、 前列腺附近的肿瘤、 膀胱壁附近的肿瘤、 直肠附近的肿瘤、 器官边界附近的肿瘤、 遍布于对象分布的多个肿瘤、 具有多个小灶的肿 瘤、 心脏附近的肿瘤、 空气组织边界附近的肿瘤、 或者骨组织边界附近的肿瘤。
这种实施例是有利的， 因为在所有这些情况中均难以使用高强度聚焦超声或其他 技术来处置它们， 因为这种治疗需要非常精确地被引入到患者体内以避免伤害器官或器官 附近的结构。
另一方面， 本发明提供了一种计算机程序产品， 其包括由用于处置对象的治疗设 备执行的可执行指令集。该可执行指令集包括以下步骤 ： 控制适于加热对象的第一区域的 第一加热装置， 使得由第一加热装置引入第一区域的功率保持低于阈值， 以及控制适于利 用时变磁场加热第二区域内的磁性纳米颗粒的颗粒加热装置。第一区域包括第二区域。
这个实施例的优点在于， 与假如由人类操作员使用的情况相比， 利用计算机程序 产品对治疗设备的控制使得该治疗设备能够更加快速和有效地运行。 该实施例的其他优点 已在前面描述过了。
在另一实施例中， 用于处置对象的治疗设备具有颗粒加热装置， 所述颗粒加热装 置包括适于聚焦磁性颗粒治疗的磁场产生装置。该计算机程序产品还包括以下步骤 ： 接收 用于规划对对象的处置的规划数据， 利用规划数据控制对对象的处置， 以及利用磁场产生 装置控制第二区域的位置。该实施例的益处已在前面描述过了。
在另一实施例中， 该计算机程序产品还包括以下步骤 ： 利用磁性颗粒成像和 / 或 磁共振成像获取成像区内的医学图像数据， 以及利用医学图像数据产生规划数据。所述成 像区包括第一区域。该实施例的优点已在前面描述过了。
在另一实施例中， 该计算机程序产品还包括以下步骤 ： 以周期间隔获取医学图像 数据， 利用以周期间隔获取的医学图像数据识别对象内的靶标区域的位置和形状， 利用靶 标区域的位置和形状产生实时规划数据， 以及利用实时规划数据基于靶标区域的运动和 / 或变形调整第二区域的位置。该实施例的优点已在前面描述过了。 附图说明
下面将参考附图仅以举例的方式描述本发明的优选实施例， 在附图中 ：
图 1 示出了根据本发明的治疗设备的实施例的功能图 ；图 2 示出了根据本发明的治疗设备的替换实施例的功能图 ； 图 3 示出了用于控制根据本发明的治疗设备的机器可执行步骤的实施例的流程图； 图 4 示出了用于控制根据本发明的治疗设备的机器可执行步骤的替换实施例的 流程图 ；
图 5 示出了根据本发明的治疗设备的实施例的方框图 ；
图 6 示出了根据本发明的治疗设备的替换实施例的方框图 ；
图 7 示出了根据本发明的治疗设备的替换实施例的方框图。
附图标记列表 ：
具体实施方式
在图 1 和 2 中， 元件的编号被选择成， 如果编号中的两个最小有效数字匹配， 则图 1 和 2 中的元件或者相同， 或者执行相同功能。在图 5-7 中， 元件的编号被选择成， 如果编号 中的两个最小有效数字匹配， 则图 5-7 中的元件或者相同， 或者执行相同功能。如果元件相 同或执行相同功能， 则先前讨论过的元件在后续附图的描述中不再赘述。
图 1 示出了治疗设备的实施例的功能图。对象 100 躺在对象支撑 102 上。具有第一加热装置 104， 其被用于加热对象 100 的第一区域 106。 具有第一控制装置 108， 其控制第 一加热装置 104， 使得第一区域 106 的温度保持低于阈值。具有颗粒加热装置 110， 其加热 第二区域内的磁性纳米颗粒 114。第二区域 112 是颗粒加热装置 110 能够加热磁性纳米颗 粒的区域。在该附图中还能看到第二区域之外的磁性纳米颗粒 116。这些磁性纳米颗粒未 受到颗粒加热装置的加热。该附图说明了如何能够利用第一加热装置 104 和颗粒加热装置 110 的组合精确加热和处置对象 100。第一加热装置可以利用各种方法来实现， 例如高强度 聚焦超声、 微波辐射或射频辐射。颗粒加热装置可以被用来利用变化的磁场或射频场来加 热颗粒。
图 2 示出了根据本发明的治疗设备的另一实施例。该附图也是功能图。该附图中 示出的实施例结合了高强度聚焦超声、 磁共振成像、 磁性颗粒成像和聚焦磁性颗粒治疗。 在 该实施例中， 对象 200 躺在对象支撑 202 上。具有高强度聚焦超声单元 204， 其将超声引入 对象 200。高强度聚焦超声单元 204 包括填有传导超声的介质的体积 242， 体积内部是用于 产生和聚焦超声 246 的超声换能器 240。设在患者支撑 202 内的是用于接收超声耦合介质 的适配器 244。超声耦合介质占据高强度聚焦超声单元 204 和对象 200 之间的空间。超声 耦合介质可以是水， 或者是超声耦合凝胶或超声耦合凝胶垫。超声换能器 240 可以被设计 成将超声引向某一小点， 或者被设计成将超声引入某一体积。 在该实例中， 超声被引入第一 区域 206。
该设备还包括磁场产生装置 238。 它被用来产生用于磁共振成像、 磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁性颗粒治疗的大磁场。它可以是超导磁体或者电磁体。它还可以包含由永磁体 构成的元件。 具有磁共振成像梯度线圈 236， 其用于在磁共振成像期间建立磁场梯度。 磁共 振成像梯度线圈 236 被连接到磁场梯度功率源 234。磁场梯度功率源适于向磁共振成像梯 度线圈 236 提供电流以在磁场中产生梯度。
还具有磁共振成像收发器线圈 232， 其被用于在磁共振成像期间激励原子核。 磁共 振成像收发器线圈 232 被连接到磁共振成像射频收发器 230。磁共振成像射频收发器 230 适于在磁共振成像期间向磁共振成像收发器线圈 232 传送激励原子核所必需的射频脉冲。 磁共振成像收发器线圈 232 和收发器 230 适于接收受激励的原子核释放时发出的射频信 号。这些射频信号在这里被定义为磁共振成像数据。
还具有磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁性颗粒治疗磁场梯度线圈 254， 其用于建立执 行磁性颗粒成像或聚焦磁性颗粒治疗所必需的磁场梯度。该磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁性 颗粒治疗磁场梯度线圈 254 在几何结构上可以位于磁共振成像梯度线圈 236 之外、 之内或 与之共面。图 2 示出了磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁性颗粒治疗磁场梯度线圈 254 位于磁共 振成像梯度线圈 236 的较大半径处或磁共振成像梯度线圈 236 的外侧。磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁性颗粒治疗磁场梯度线圈 254 利用由磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁性颗粒治疗磁场 梯度线圈功率源 252 提供的电流产生磁场。在该实施例中， 颗粒成像和 / 或聚焦磁性颗粒 治疗磁场梯度线圈 254 被改造成能够有效抵消磁场产生装置 238 的磁场。磁性颗粒成像和 聚焦磁性颗粒治疗均依赖于抵消小体中所有静磁场和梯度磁场的总和的能力。 在一些实施 例中， 磁场梯度线圈 254 强到足以抵消磁场产生装置 238 的磁场。在一些实施例中， 磁场产 生装置 238 包括电磁体， 所述电磁体能够在磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁性颗粒治疗期间关 闭， 并且能够在磁共振成像期间开启。在一些实施例中， 磁共振成像磁场线圈功率源可以与磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁 性颗粒治疗磁场线圈功率源整合在一起 ； 并且磁共振成像磁场线圈可以与磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁性颗粒治疗磁场线圈整合在一起。这种整合可以采取两个线圈交错并且合并成 单个设计元件， 或者同一磁场梯度线圈可以被用于磁共振成像、 磁性颗粒成像、 和 / 或聚焦 磁性颗粒治疗。
磁共振成像射频收发器 230、 高强度聚焦超声单元 204、 磁共振成像磁场梯度功率 源 234、 磁性颗粒成像和 / 或聚焦磁性颗粒成像射频收发器、 以及磁性颗粒成像和 / 或聚焦 磁性颗粒成像梯度功率源连接计算机系统 208 的硬件接口 218。计算机系统 208 被用于在 治疗期间控制治疗设备。 计算机系统 208 包括硬件接口 218、 微处理器 220 和用户接口 228。 硬件接口 218 被用于控制系统。微处理器 220 适于运行计算机程序产品 222， 所述产品 222 适于控制治疗设备。在一些实施例中， 微处理器 220 为微处理器阵列。在一些实施例中， 计 算机系统 208 基于磁共振成像数据执行图像处理和图像重建。计算机程序产品 222 包括靶 标区识别模块 224、 规划数据产生模块 226、 以及靶标运动和计算模块 225。靶标区识别模 块 224 可以利用标准图像分割技术来实现， 并且被用于识别患者的待处置区域。这可以实 时完成， 或者可以假定患者在处置期间保持不动。 规划数据产生模块 226 和靶标运动模块 225 可以利用模式识别算法来实现。在一 些实施例中， 靶标运动模块识别对象 200 的解剖结构的运动， 并且利用该信息预测靶标区 216 的位置和形状。靶标区方位的预测有助于改善患者或患者的一部分处于运动时对靶标 区进行加热的精度。
在实施例中， 规划数据产生模块 226 实施为经训练的模式识别模块。其优点在于， 可以利用一个或多个感兴趣体积已经正确置于其中的一组训练图像来训练模式识别模块。 这可以通过使用各种不同的方法来实现。 可使用的不同方法或算法的例子为 ： 主成分分析、 神经网络、 CN2 算法、 C4.5 算法、 迭代二叉树 3 代 (ID3)、 最近邻搜索算法、 朴素贝叶斯分类 算法、 全息关联存储、 或者感知学习算法。
在实施例中， 靶标运动和计算模块 225 实施为经训练的模式识别模块。其优点在 于， 可以利用一个或多个感兴趣体积已经正确置于其中的一组训练图像来训练模式识别模 块。这可以通过使用各种不同的方法来实现。可使用的不同方法或算法的实例为 ： 主成分 分析、 神经网络、 CN2 算法、 C4.5 算法、 迭代二叉树 3 代 (ID3)、 最近邻搜索算法、 朴素贝叶斯 分类算法、 全息关联存储、 或者感知器学习算法。
规划数据产生模块 226 利用来自靶标区识别模块 224 的数据来规划对对象 200 的 处置。
图像数据在成像区 214 中获取。超声已聚焦在被称作第一区域 206 的区域上。在 第一区域内识别区域 212。识别靶标区 216， 然后对治疗进行规划以控制第二区域 212 的位 置， 从而使整个靶标区 216 得到处置。在该实例中， 靶标区 216 大于第二区域 212。在治疗 过程中， 移动第二区域 212， 以使整个靶标区 216 得到处置。
图 3 示出了用于控制根据本发明的治疗设备的机器可执行步骤的实施例的流程 图。在步骤 300 中， 控制第一加热装置， 使得加热对象的第一区域， 从而使得由加热装置引 入第一区域的功率保持低于阈值。步骤 302 控制颗粒加热装置使其适于加热第二区域内的 磁性纳米颗粒。在本发明的最简单实施例中， 向靶标区精确施加期望的温度升高无需复杂
的医学成像和靶向。 限制递送给第一区域的功率可限制由第一加热装置引起的温度升高的 效果。在较复杂的实施例中， 可以利用用于测量第一区域内的温度的装置来主动控制递送 给第一区域的功率， 从而精确控制由第一加热装置引起的第一区域内的温度升高。
图 4 示出了用于控制根据本发明的治疗设备的机器可执行步骤的实施例的流程 图。步骤 400 接收用于处置对象的规划数据。内科医生可以利用诸如磁共振成像、 正电子 发射断层摄影、 单光子发射计算断层摄影、 X 射线成像、 计算机断层摄影、 或者超声的模态或 模态组合来规划治疗。该医学成像数据可以被用来制定针对对象的处置和治疗规划。
然后将对象放入治疗设备中， 并且在步骤 402 中获取成像区内的医学图像数据。 治疗设备用于获取医学成像数据， 以便观察处置治疗规划是否正确或适当。在步骤 404 中， 利用医学图像数据产生规划数据。在该步骤中， 使接收到的规划数据与所获取的医学图像 数据一致。接着， 在步骤 406 中， 以周期间隔获取医学图像数据。对象可以在外部或内部移 动， 并且引起患者的靶标区发生变化。为此， 在步骤 408 中， 利用医学图像数据识别对象内 靶标区域的位置。接着， 在步骤 410 中， 利用靶标区域的位置产生实时规划数据。然后在步 骤 412 中， 利用规划数据控制对象的处置。在步骤 414、 416、 418 和 420 中， 利用规划数据控 制对对象的处置。 步骤 414 控制第一加热装置使其适于加热对象的第一区域， 从而使得由加热装置 引入第一区域的功率保持低于阈值。步骤 416 利用实时规划数据基于靶标区域的运动和 / 或变形调整第二区域的位置。步骤 418 利用磁场产生装置控制第二区域的位置， 步骤 420 控制颗粒加热装置使其适于加热第二区域内的磁性纳米颗粒。
图 5 示出了根据本发明的治疗设备的实施例的方框图。图 5 中示出的实施例包括 三个不同的系统。 它包括系统后端及工作站 500、 高强度聚焦超声前端 506 和聚焦磁性颗粒 治疗前端 512。
系统后端及工作站 500 为治疗设备的计算机和控制系统。它包括用于根据先前的 磁共振或计算机断层摄影扫描定义肿瘤体积的元件 502。用于定义期望的温度图和规划剂 量分布的元件 504 使用由元件 502 定义的肿瘤体积。由元件 504 产生的规划数据被高强度 聚焦超声前端 506 和聚焦磁性颗粒治疗前端 512 使用。
高强度聚焦超声前端包括产生超声信号的元件 508 和用于产生超声的高强度聚 焦超声换能器组件 510。聚焦磁性颗粒治疗前端包括用于产生聚焦磁性颗粒治疗梯度波形 产生的元件 514。该波形然后被聚焦磁性颗粒治疗梯度和射频放大器及线圈 516 用于执行 聚焦磁性颗粒治疗。
图 5 中示出的本发明的实施例包括具有用于治疗规划和系统控制 ( 后端 ) 的软件 的工作站 500， 内科医生在那里基于先前从 3D X 射线成像、 3D 超声成像、 磁共振成像或计算 机断层摄影中获得的三维成像信息， 利用元件 502 定义肿瘤体积和靶标体积。基于此， 通过 元件 504 定义期望的温度图 / 加热剂量规划， 这是热消融的基础。这被体现为在高强度聚 焦超声前端 506 中超声信号 ( 其随后被用于加热肿瘤周边区域 ) 的产生， 以及被体现为建 立覆盖靶标区域的良好聚焦所需要的聚焦磁性颗粒治疗梯度波形的产生， 其中聚焦磁性颗 粒治疗系统的 RF 激励将温度升高至高于细胞死亡的临界值。
由于超声换能器阵列 510 与强梯度场转换兼容 ( 已通过当前的磁共振引导的高强 度聚焦超声系统得到证实 )， 因此简单的实施例可以是类似配置。 这种可能的实施例具有管
状梯度系统以建立聚焦磁性颗粒治疗聚焦， 以及具有用于在包括靶标的较大区域中升高温 度的高强度聚焦超声换能器阵列。用于激励磁性纳米颗粒的 RF 线圈可以与磁共振成像梯 度线圈布置在相同组件内， 就像在当前的磁共振成像系统中的发射线圈那样。对于具有圆 柱形孔径的磁体， 磁共振成像梯度线圈通常嵌在圆柱体内。用于激励磁性纳米颗粒的 RF 线 圈和 / 或磁共振成像发射线圈也可以嵌在圆柱体内。
图 6 示出了根据本发明的治疗设备的实施例的方框图。除了在系统中添加了磁性 颗粒成像部件之外， 该实施例与图 5 中示出的实施例相似。此时， 在用于执行磁性颗粒成像 和聚焦磁性颗粒治疗的前端 612 与系统后端及工作站 600 之间存在反馈回路。图 5 中示出 的实施例的聚焦磁性颗粒治疗系统前端 512 已被修改成为磁性颗粒成像和聚焦磁性颗粒 治疗系统前端 612。
与图 5 的实施例中示出的前端相比， 该前端 612 包括额外几个部件。 此时具有磁性 颗粒成像信号接收线圈及电子部件 624， 该线圈所接收的信号然后由执行磁性颗粒图像重 建的元件 622 使用。有关重建图像的数据然后被反馈给系统后端及工作站 600。来自元件 622 的数据被送入元件 620( 元件 620 基于来自元件 622 的 MPI 图像数据执行靶标跟踪 )， 还 被送入元件 618( 元件 618 基于来自元件 622 的 MPI 图像数据确定纳米颗粒的生物分布 )。 元件 618 确定生物分布并且从元件 602 接收数据， 在元件 602 中基于先前的 3D X 射线、 超 声、 磁共振或计算机断层摄影成像信息定义所定义的肿瘤体积。来自确定元件 618 和元件 620 的信息均被送入元件 604， 元件 604 定义并调整期望的温度图或加热剂量规划。
图 6 中示出的实施例能够结合先前获取的磁共振、 3D X 射线、 超声或计算机断层 摄影扫描数据来使用磁性颗粒成像数据。能够在这些成像扫描数据的坐标系中定位 / 配准 磁性颗粒成像体积的位置。这允许相对于对象解剖结构确定粒子分布。一旦已知分布， 则 可以与磁性颗粒在对象内的 3D 生物分布的实时运动跟踪和变形分析相结合， 以便精确定 义并调整时间相关的处置规划。
图 6 中示出的实施例将图 5 的聚焦磁性颗粒治疗系统 512 扩展成完整的磁性颗粒 成像和治疗系统 612。这包括添加成像所需要的附加磁性颗粒成像系统部件 ： 具有适当信 号放大和数字化的 RF 接收线圈配置以及图像重建单元。所形成的三维图像然后可以被用 于计算颗粒的三维生物分布 ( 作为剂量规划单元的输入 )， 以及用于靶标的位置检验、 运动 跟踪和变形分析。对于磁性颗粒成像和聚焦磁性颗粒治疗这两个目的， 场梯度和 RF 激励单 元大部分等同。 由于它们需要更为灵活， 因此它们在成像和热消融操作之间被共享， 其中所 述操作会在疗程中以交叉方式 ( 加热 - 跟踪 - 加热 - 跟踪 ) 进行。适当的系统配置将与 基本系统相似 ； 将在尽可能靠近肿瘤位置的地方向其添加一个或多个用于磁性颗粒成像的 RF 接收线圈。
图 7 示出了根据本发明的治疗设备的实施例的方框图。图 7 中示出的实施例是图 6 中示出的实施例的改进。 除了该系统中也包括磁共振成像系统之外， 图 7 中示出的实施例 包括图 6 中示出的实施例中的所有元件。系统后端及工作站 700 包括几个更多的元件， 并 且具有附加的磁共振成像系统元件 726。磁共振成像系统 726 包括用于生成磁共振成像梯 度和射频波形的元件 732。元件 732 从定义并调整温度图或剂量规划的元件 704 处接收规 划数据。元件 732 被用于控制元件 734。元件 734 包括磁共振成像梯度和射频放大器及线 圈。元件 734 被用于使对象的体积处于可接收磁共振成像数据的状态。元件 730 包括磁共振接收线圈和电子器件。元件 730 接收磁共振成像数据， 并且将其送给元件 728。元件 728 从磁共振成像数据中重建磁共振图像。系统后端及工作站 700 包括用于利用磁共振成像进 行运动检测和靶标跟踪的模块元件 736， 以及用于基于磁共振温度测量成像进行三维温度 监测的元件 738。这两个元件均从磁共振成像重建元件 728 处接收重建的 MRI 数据。元件 736 和 738 均可以实施为软件模块。磁共振成像允许对解剖结构的整个运动而不仅仅是在 靶标区域中的运动进行检测。对全部运动的检测允许推导出靶标的运动预测。元件 736 可 适于预测靶标区域的运动， 其有助于精确确定由解剖结构的全部运动引起的新靶标位置及 靶标区域的任何变形。
元件 738 和 736 均被元件 704 用来对对象的治疗作初始规划和后续调整 ( 基于有 关靶标位置和变形的新信息 )。 在该实施例中， 从元件 736 中获得的信息允许基于 MRI 出色 的解剖结构对比来检测和量化整个 MRI 成像体积中的运动。在温度图 / 剂量规划定义和调 整元件 704 中， 该运动信息与来自元件 720 的磁性纳米颗粒的变化的生物分布有关的信息 结合。与可能单独使用磁性颗粒成像信息相比， 这种结合允许更精确地分析靶标体积的运 动和变形。
已经利用用于在处置过程中进行三维温度监测和用于改善靶标位置检验、 运动跟 踪和变形分析的磁共振成像系统对图 7 中的实施例进行了扩充。所测量的三维温度分布被 送入系统的剂量规划单元， 以用于在所测量的温度分布偏离规划分布的情况下进行可能的 调整。同样地， 患者的三维 MRI 图像和靶标的 MPI 图像均可以被用于在靶标已经移动或者 变形 ( 归因于患者运动 ) 的情况下调整聚焦磁性颗粒治疗焦点。与基于磁性颗粒成像的靶 标成像相比， 这种基于磁共振成像的靶标成像将得到极大增强， 因为磁共振成像图像将显 示整个解剖结构， 与之相对磁性颗粒成像只显示颗粒分布 ( 其依赖颗粒在肿瘤中的积聚来 指示其位置 )。